JPH0250731B2 - - Google Patents
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- JPH0250731B2 JPH0250731B2 JP58105254A JP10525483A JPH0250731B2 JP H0250731 B2 JPH0250731 B2 JP H0250731B2 JP 58105254 A JP58105254 A JP 58105254A JP 10525483 A JP10525483 A JP 10525483A JP H0250731 B2 JPH0250731 B2 JP H0250731B2
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Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、核磁気共鳴装置に係り、特に、核磁
気共鳴現象を用いて被検体から医学的に有効な診
断情報すなわち生体の断層像を得るためのNMR
イメージング装置に関する。[Detailed Description of the Invention] [Industrial Application Field] The present invention relates to a nuclear magnetic resonance apparatus, and in particular, to a method for obtaining medically effective diagnostic information, that is, a tomographic image of a living body, from a subject using nuclear magnetic resonance phenomena. NMR to obtain
The present invention relates to an imaging device.
核磁気共鳴（NMR）は有機化合物の構造解析
や物性物理の研究に用いられ、重要な分析機器の
一つになつている。最近、このNMRの技術を利
用して、生体断面の核スピン密度を撮像する試み
が盛んに行なわれ、Ｘ線CTと対比できる程度の
NMR画像が得られるようになつた。このNMR
を用いた検査装置であるNMRイメージング装置
では、静磁場H0に空間的に異なる強度を持つ第
２の磁場を加えることが一般的である。この第２
の磁場の印加法やNMR信号の処理の仕方には、
いくつかの方法がある。ここでは、Ｘ線CTと同
じ手法で像再生するNMRイメージング装置
（NMR−CT）について概説する。
Nuclear magnetic resonance (NMR) is used for structural analysis of organic compounds and research on condensed matter physics, and has become an important analytical instrument. Recently, many attempts have been made to use this NMR technology to image the nuclear spin density of biological cross-sections, and the results are comparable to X-ray CT.
NMR images can now be obtained. This NMR
In an NMR imaging device, which is an inspection device using a magnetic field, it is common to add a second magnetic field having a spatially different strength to the static magnetic field H 0 . This second
How to apply the magnetic field and how to process the NMR signal,
There are several ways. Here, we will provide an overview of NMR imaging equipment (NMR-CT), which reproduces images using the same method as X-ray CT.
一様な磁場H0の他に、空間的勾配を持つた静
磁場を被検体に加える。磁場H0方向をＺ軸とし
勾配Ｇがｘ方向にある場合を考え、ｘ＝０での静
磁場の強さをH0とすると、被検体に加えられる
静磁場Ｈは
Ｈ＝H0＋Ｇ・ｘ
で与えられる。このときの共鳴周波数ωは(1)式の
ように、ｘの１次関数となる。 In addition to the uniform magnetic field H 0 , a static magnetic field with a spatial gradient is applied to the subject. Consider the case where the magnetic field H 0 direction is the Z axis and the gradient G is in the x direction, and if the strength of the static magnetic field at x = 0 is H 0 , the static magnetic field H applied to the subject is H = H 0 + G・It is given by x. The resonant frequency ω at this time becomes a linear function of x as shown in equation (1).
ω＝γH＝γH0＋γG・ｘ
＝ω0＋γG・ｘ ……(1)
ここで、ω0＝γH0、γは核スピンの固有の磁気
回転比である。 ω=γH=γH 0 +γG·x =ω 0 +γG·x (1) Here, ω 0 =γH 0 , γ is the specific gyromagnetic ratio of the nuclear spin.
この被検体について共鳴スペクトルを測定する
と、周波数ωでの信号は、第１図に示すように、
対応するｘ＝一定の平面内の核スピン集団からの
ものだけとなる。したがつて、測定されるスペク
トルＰ（ω）は、核スピン密度関数ρ（ｘ，ｙ，
ｚ）を使つて
Ｐ（ω）＝∫∫ρ（ｘ，ｙ，ｚ）dydz ……(2)
または(1)式より、
Ｐ（ω0＋γG・ｘ）＝∫∫ρ（ｘ，ｙ，ｚ）dydz
……(3)
と表現できる。いま、左辺を新たにｆ（ｘ）とお
くと、
ｆ（ｘ）＝∫∫ρ（ｘ，ｙ，ｚ）dydz ……(4)
と書くことができる。この場合測定される共鳴ス
ペクトルは、Ｘ軸に垂直方向への核スピン密度の
線積分すなわち投影となる。選択的に共鳴現象を
励起する方法を組合わせれば、第２図に示すよう
に、Ｚ軸の特定位置における信号のみを検出でき
る。Ｚ軸を中心に被検体を回転させるか磁場勾配
ベクトルＧを回転させると、各方向からの投影が
求められる。 When the resonance spectrum of this object is measured, the signal at frequency ω is as shown in Figure 1.
Only those from the nuclear spin population in the corresponding x=constant plane. Therefore, the measured spectrum P(ω) is the nuclear spin density function ρ(x, y,
z), P(ω)=∫∫ρ(x, y, z)dydz...(2) or from equation (1), P(ω 0 +γG・x)=∫∫ρ(x, y, z)dydz
...(3) It can be expressed as. Now, if we newly set the left side as f(x), we can write f(x)=∫∫ρ(x,y,z)dydz...(4). In this case, the measured resonance spectrum is a line integral or projection of the nuclear spin density in the direction perpendicular to the X-axis. If a method of selectively exciting a resonance phenomenon is combined, it is possible to detect only a signal at a specific position on the Z axis, as shown in FIG. When the subject is rotated about the Z axis or the magnetic field gradient vector G is rotated, projections from each direction are obtained.
各方向からの投影に基づいて、装置の表示画面
に２次元分布を近似的に復元するには、第３図に
示すように、各投影の強度に比例した量を投影の
方向に沿つて画面上に戻し、これをすべての方向
について加え合わせる。この像再構成法は、逆投
影法と呼ばれている。以上が断層像を得るNMR
イメージング装置の説明である。 To approximately restore a two-dimensional distribution on the display screen of the device based on projections from each direction, an amount proportional to the intensity of each projection is applied to the screen along the direction of the projection, as shown in Figure 3. Return to the top and add this in all directions. This image reconstruction method is called a back projection method. The above is NMR for obtaining tomographic images.
This is a description of the imaging device.
ここで、H0とＧについて少し詳しく検討する。
H0が理想的に均一な磁場であればば、勾配Ｇを
加えない被検体のNMR信号は核スピンが有する
自然幅で決まる共鳴スペクトルを示すことにな
る。実際にはH0自体不均一成分を有している。
この値は磁石の構造によつて左右されるが、
100ppm前後であり、共鳴スペクトルは勾配Ｇを
加えなくても、静磁場H0の不均一を反映してブ
ロード化し、100ppmの広がりをもつことになる。
静磁場H0の不均一が空間的に重複しなければ、
勾配Ｇ無しで被検体の各部の核スピン密度を求め
ることが可能となり、先に説明した逆投影法によ
らなくとも、断層像が得られる。しかし、静磁場
H0には同心円上に不均一が分布するので、勾配
Ｇを加えて空間的位置に対応した共鳴スペクトル
を得なければならない。勾配Ｇの値としては、静
磁場H0の不均一による空間的な重複を避けるこ
とが最少限必要な値となる。実際には静磁場H0
の不均一の数倍程度（数100ppm）の磁場勾配Ｇ
が印加されている。すなわち、勾配Ｇの値は静磁
場H0の0.1以下値である。静磁場H0と勾配Ｇの２
つの磁場を用いるNMRイメージング装置におい
て、その共鳴スペクトルの周波数ωは、静磁場
H0に大きく依存している。この静磁場H0の値が
何らかの影響で変化すると、各投影が静磁場H0
の変化に応じて左右に移動することになる。した
がつて、先述の逆投影法により各投影を表示画面
上に加え合わせても、復元像は像にならないか、
ピントのずれた像となり、医学的な診断画像とし
ては不十分である。
Here, we will consider H 0 and G in a little more detail.
If H 0 is an ideally uniform magnetic field, the NMR signal of the sample to which no gradient G is applied will exhibit a resonance spectrum determined by the natural width of the nuclear spins. In reality, H 0 itself has a heterogeneous component.
This value depends on the structure of the magnet, but
It is around 100 ppm, and even without adding the gradient G, the resonance spectrum becomes broad reflecting the non-uniformity of the static magnetic field H 0 and has a spread of 100 ppm.
If the inhomogeneities of the static magnetic field H 0 do not overlap spatially, then
It becomes possible to determine the nuclear spin density of each part of the object without using the gradient G, and a tomographic image can be obtained without using the back projection method described above. However, static magnetic field
Since non-uniformity is distributed concentrically in H 0 , it is necessary to add a gradient G to obtain a resonance spectrum corresponding to the spatial position. The value of the gradient G is the minimum value necessary to avoid spatial overlap due to non-uniformity of the static magnetic field H 0 . Actually the static magnetic field H 0
The magnetic field gradient G is several times the non-uniformity (several 100 ppm) of
is applied. That is, the value of the gradient G is less than or equal to 0.1 of the static magnetic field H 0 . 2 of the static magnetic field H 0 and the gradient G
In an NMR imaging device that uses two magnetic fields, the frequency ω of the resonance spectrum is
It is highly dependent on H 0 . If the value of this static magnetic field H 0 changes due to some influence, each projection changes to the static magnetic field H 0
It will move left and right depending on the change in. Therefore, even if each projection is added onto the display screen using the back projection method described above, the restored image will not become an image.
This results in an out-of-focus image, which is insufficient as a medical diagnostic image.
このように、NMRイメージング装置において
は、高品位の画像を得るために、静磁場の均一性
と傾斜磁場の直線性とが要求される。そこで、こ
れら磁場の歪を定量的に測定し、NMRイメージ
ング装置で得られる画像の磁場による歪を補正す
る必要がある。 Thus, in an NMR imaging apparatus, uniformity of the static magnetic field and linearity of the gradient magnetic field are required in order to obtain high-quality images. Therefore, it is necessary to quantitatively measure the distortions of these magnetic fields and correct the distortions caused by the magnetic fields in images obtained by NMR imaging equipment.
従来は、マージナルオシレータを用いて、磁場
中でそのプローブを移動させながら、磁場を測定
していた。この方法では、精度が10-5程度しか得
られず、十分ではなかつた。 Conventionally, a marginal oscillator has been used to measure the magnetic field while moving its probe within the magnetic field. With this method, the accuracy was only about 10 -5 , which was not sufficient.
精度を上げるために、例えば、特開昭54−
21379号のように、核磁気共鳴現象を利用した測
定器が製作されたが、CW（Continuous Wave）
法であり、しかも検出器（プローブ）が１つであ
つたため、１点の磁場の測定に１分程度の時間を
要し、１面全部すなわち200点を測定するには、
３〜４時間を要していた。結果として、電磁石の
時間変動により磁場に経時変化が生じてしまい、
静磁場の分布マツプを正確には測定できなかつ
た。また、本体にNMRイメージング装置とは別
の磁場測定器を用いているので、磁場の値を測定
し、その結果を再びNMRイメージング装置に入
力しなければならず、磁場による画像歪を補正す
るには、この点でも時間がかかつていた。 In order to improve accuracy, for example,
As in No. 21379, measuring instruments using nuclear magnetic resonance phenomena have been manufactured, but they are not CW (Continuous Wave).
Since it was a method using only one detector (probe), it took about one minute to measure the magnetic field at one point, and to measure the entire surface, or 200 points,
It took 3 to 4 hours. As a result, the magnetic field changes over time due to the time fluctuation of the electromagnet.
It was not possible to accurately measure the distribution map of the static magnetic field. In addition, since the main body uses a magnetic field measuring device separate from the NMR imaging device, it is necessary to measure the magnetic field value and input the results back into the NMR imaging device, which makes it difficult to correct image distortion caused by the magnetic field. However, this point also took time.
同様の欠点を解消するために、例えば、特開昭
55−23499号が提案されている。この例のYIGプ
ローブは、電子核磁気共鳴を利用したものであ
り、高周波電力により磁性を示す物質を用いて磁
場を測定する。このYIGプローブには、発振モー
ドが存在し、どのモードが磁場の値を正確に示し
ているかは知ることができない。そのため、この
例では、較正用のNMRプローブを別に用意し
て、NMRプローブの示す値により、YIGプロー
ブによる測定値をいちいち較正する必要があつ
た。 In order to eliminate similar drawbacks, for example,
No. 55-23499 is proposed. The YIG probe in this example uses electron nuclear magnetic resonance, and measures magnetic fields using a substance that exhibits magnetism using high-frequency power. This YIG probe has oscillation modes, and it is impossible to know which mode accurately indicates the value of the magnetic field. Therefore, in this example, it was necessary to prepare a separate NMR probe for calibration and calibrate each value measured by the YIG probe using the values indicated by the NMR probe.
また、YIGプローブでは、RFパルスはマイロ
波帯の超高周波となるため、NMRイメージング
装置本体の照射プローブを共用することは不可能
であつた。 In addition, with the YIG probe, the RF pulse is an ultra-high frequency in the microwave band, so it was impossible to share the irradiation probe of the NMR imaging device.
さらにこの従来例には５個程度のプローブが示
されているに過ぎず、それらを移動させて測定し
ても相当の時間がかかることは避けられないか
ら、問題の根本的な解決には至らなかつた。 Furthermore, this conventional example only shows about five probes, and it would inevitably take a considerable amount of time to move and measure them, so it would not be possible to fundamentally solve the problem. Nakatsuta.
本発明の目的は、静磁場の全域に亙つて磁場強
度を迅速かつ正確に検出可能なNMRイメージン
グ装置を提供することである。 An object of the present invention is to provide an NMR imaging device that can quickly and accurately detect magnetic field strength over the entire static magnetic field.
本発明は、上記目的を達成するために、筒形に
形成されたマグネツトの静磁場中に人体等の被測
定物を挿入し当該被測定物にパルス変調された高
周波を照射し核磁気共鳴を利用して被測定物を断
層撮像するNMRイメージング装置において、前
記磁場を測定するための基準試料を封入した試料
管と当該試料管に巻かれ上記パルス変調された高
周波を印加するコイルとからなる磁場検出器を可
動板に複数個取り付けた磁場検出端と、前記複数
の磁場検出器からの核磁気共鳴信号を前記NMR
イメージング装置のデータ処理部に選択的に入力
するマルチプレクサとを有し、前記複数の磁場検
出器を取り付けた磁場検出端を移動させながら前
記静磁場の不均一度を測定する手段を備えた
NMRイメージング装置を提案するものである。
In order to achieve the above object, the present invention inserts an object to be measured, such as a human body, into the static magnetic field of a cylindrical magnet, and irradiates the object with pulse-modulated high frequency waves to generate nuclear magnetic resonance. In an NMR imaging apparatus that takes tomographic images of an object under test using a magnetic field, the magnetic field consists of a sample tube enclosing a reference sample for measuring the magnetic field, and a coil wound around the sample tube and applying the pulse-modulated high frequency wave. A magnetic field detection end has a plurality of detectors attached to a movable plate, and the nuclear magnetic resonance signals from the plurality of magnetic field detectors are detected by the NMR.
a multiplexer for selectively inputting the data to a data processing section of the imaging apparatus, and means for measuring the non-uniformity of the static magnetic field while moving a magnetic field detection end to which the plurality of magnetic field detectors are attached.
This paper proposes an NMR imaging device.
前記磁場検出端は、上記マグネツトの筒径に略
等しい径で前記筒の軸方向に移動可能な円板上に
前記複数個の磁場検出器をマトリツクス状に配列
した構造とすることができる。 The magnetic field detection end may have a structure in which the plurality of magnetic field detectors are arranged in a matrix on a disk having a diameter substantially equal to the diameter of the cylinder of the magnet and movable in the axial direction of the cylinder.
前記磁場検出端は、前記マグネツトの筒の軸に
垂直な方向に平行移動または回転自在で前記軸方
向にも移動可能な棒状部材に前記複数個の磁場検
出器を一例に配列した構造とすることも可能であ
る。 The magnetic field detection end may have a structure in which the plurality of magnetic field detectors are arranged on a bar-shaped member that is movable in parallel or rotatable in a direction perpendicular to the axis of the cylinder of the magnet and also movable in the axial direction. is also possible.
本発明においては、磁場検出器を可動板に複数
個取り付けた磁場検出端と、それら複数の磁場検
出器からの核磁気共鳴信号をNMRイメージング
装置のデータ処理部に選択的に入力するマルチプ
レクサとにより、磁場検出端を移動させながら静
磁場の不均一度を測定することができるので、測
定時間が著しく短縮され、従来のような経時誤差
による測定値の変動が無い。
In the present invention, a magnetic field detection end in which a plurality of magnetic field detectors are attached to a movable plate, and a multiplexer that selectively inputs nuclear magnetic resonance signals from the plurality of magnetic field detectors to a data processing section of an NMR imaging apparatus are used. Since the non-uniformity of the static magnetic field can be measured while moving the magnetic field detection end, the measurement time is significantly shortened and there is no fluctuation in measured values due to errors over time unlike in the conventional method.
また、磁場検出端を円板形にした場合は、最も
能率が良いが、棒状にしてもそれなりの測定時間
短縮効果が得られる。 Further, it is most efficient if the magnetic field detection end is made into a disk shape, but even if it is made into a rod shape, a certain effect of shortening the measurement time can be obtained.
次に第４図〜第９図を参照して、本発明の一実
施例を説明する。
Next, an embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 4 to 9.
第４図は、本発明によるNMRイメージング装
置の一実施例の構成を示すブロツク図である。図
において、筒状のマグネツト３０内には、照射コ
イル１を設け、この照射コイル１内に、複数個の
磁場検出器２を取り付けた磁場検出端を挿入して
ある。磁場検出器２は、例えば第５図に示すよう
に、マグネツト３０（正確は照射コイル１）の筒
径に略等しい径で前記筒の軸方向に移動可能な円
板上に配列してある。すなわち、円板の縦横方向
に適当な間隔で複数個の磁場検出器２を設けてあ
る。それぞれの検出器２は、第６図に示すように
構成されている。試料管４１は、キヤツプ４５に
固定され、更に支持具４６により、角柱状のケー
ス４３の先端部に支持されている。ケース４３に
は、ふた４７があり、また、ケース４３の後端部
には、マルチプレクサ３に接続するためのコネク
タ４４が設けられている。試料管４１の中の試料
には、緩和時間を短くするために、少量の硫酸銅
が入つている。検出コイル４２はこの試料管４１
の周りに巻いてある。さらに具体的には、直径約
1.5mmのエナメル線をコイル直径約３mmで30回巻
いたソレノイドコイルである。また、ケース４３
は銅板製であり、その中の同調回路は、例えば第
７図に示す回路構成となつており、出力インピー
ダンスが50Ωに調整されている。 FIG. 4 is a block diagram showing the configuration of an embodiment of the NMR imaging apparatus according to the present invention. In the figure, an irradiation coil 1 is provided inside a cylindrical magnet 30, and a magnetic field detection end to which a plurality of magnetic field detectors 2 are attached is inserted into the irradiation coil 1. For example, as shown in FIG. 5, the magnetic field detectors 2 are arranged on a disk having a diameter approximately equal to the cylinder diameter of the magnet 30 (more precisely, the irradiation coil 1) and movable in the axial direction of the cylinder. That is, a plurality of magnetic field detectors 2 are provided at appropriate intervals in the vertical and horizontal directions of the disk. Each detector 2 is configured as shown in FIG. The sample tube 41 is fixed to a cap 45 and is further supported by a support 46 at the tip of a prismatic case 43. The case 43 has a lid 47, and a connector 44 for connecting to the multiplexer 3 is provided at the rear end of the case 43. The sample in the sample tube 41 contains a small amount of copper sulfate to shorten the relaxation time. The detection coil 42 is connected to this sample tube 41.
It is wrapped around. More specifically, the diameter of approx.
This is a solenoid coil made of 1.5mm enameled wire wound 30 times with a coil diameter of approximately 3mm. Also, case 43
is made of a copper plate, and the tuning circuit therein has, for example, the circuit configuration shown in FIG. 7, and the output impedance is adjusted to 50Ω.
各磁場検出器２はマルチプレクサ３に接続され
ている。マルチプレクサ３には、受信機４が接続
されており、受信機の出力端子には、Ａ／Ｄ変換
器５を介してコンピユータ８が接続されている。
一方、高周波発振器７には、送信機６が接続され
ており、送信機６の出力端子は前記照射コイル１
に接続されている。受信機４と送信機６とは、ゲ
ート信号ライン９，１０によりコンピユータ８に
接続されている。受信機４とＡ／Ｄ変換器５と送
信機６と高周波発振器７とコンピユータ８とは、
データ処理部２０を構成している。 Each magnetic field detector 2 is connected to a multiplexer 3. A receiver 4 is connected to the multiplexer 3, and a computer 8 is connected to the output terminal of the receiver via an A/D converter 5.
On the other hand, a transmitter 6 is connected to the high frequency oscillator 7, and the output terminal of the transmitter 6 is connected to the irradiation coil 1.
It is connected to the. Receiver 4 and transmitter 6 are connected to computer 8 by gate signal lines 9,10. The receiver 4, A/D converter 5, transmitter 6, high frequency oscillator 7, and computer 8 are:
It constitutes the data processing section 20.
本実施例により磁場の値を測定するには、マル
チプレクサ３を介して複数個の磁場検装置２を受
信機４の入力に接続する。なお、磁場検出器２
は、測定に十分なSN比と空間分解能とが得られ
る大きさの基準試料を内蔵している。この基準試
料には0.5c.c.の硫酸銅溶液によりプロトンの緩和
時間を短くしたものを使用している。送信機６の
出力には、複数個の磁場検出器２をすべて包含す
るような照射コイル１を接続する。コンピユータ
システム８は、コントロール信号ライン１１より
コントロール信号をマルチプレクサ３に送る。マ
ルチプレクサ３は、複数個の磁場検出器２の中か
らコントロール信号のアドレス情報に対応した磁
場検出器をひとつ選択する。さらに、コンピユー
タシステム８は、磁場検出器２内の基準試料を照
射プローブ１からのパルス高周波磁場により励起
し、その結果生ずる核磁気共鳴信号を受信し、デ
ータとして取込む一連のシーケンスを実行する。
このシーケンスをマルチプレクサ３に接続された
すべての磁場検出器２について繰返す。 To measure the value of the magnetic field according to this embodiment, a plurality of magnetic field detection devices 2 are connected to the input of the receiver 4 via the multiplexer 3 . In addition, magnetic field detector 2
has a built-in reference sample large enough to provide sufficient signal-to-noise ratio and spatial resolution for measurements. This reference sample uses 0.5 cc of copper sulfate solution to shorten the proton relaxation time. An irradiation coil 1 that includes all of the plurality of magnetic field detectors 2 is connected to the output of the transmitter 6. Computer system 8 sends a control signal to multiplexer 3 via control signal line 11 . The multiplexer 3 selects one magnetic field detector from among the plurality of magnetic field detectors 2 corresponding to the address information of the control signal. Furthermore, the computer system 8 executes a series of sequences in which the reference sample in the magnetic field detector 2 is excited by the pulsed high-frequency magnetic field from the irradiation probe 1, and the resulting nuclear magnetic resonance signal is received and captured as data.
This sequence is repeated for all magnetic field detectors 2 connected to multiplexer 3.
このシーケンスを第８図に示す。第８図におい
て、ａは高周波照射パルス、ｂはFID（Free
Induction Decay）信号すなわち受信機で検波さ
れた出力信号、ｃはHighのとき遂次Ａ／Ｄ変換
するサンプリング信号、ｄはマルチプレクサ切換
え信号である。 This sequence is shown in FIG. In Fig. 8, a is a high-frequency irradiation pulse, and b is an FID (Free
Induction Decay) signal, that is, the output signal detected by the receiver, c is a sampling signal that is sequentially A/D converted when high, and d is a multiplexer switching signal.
コンピユータ８内に取込まれる第８図ｂのFID
信号は、FFT（高速フーリエ変換）により磁場に
対応した周波数軸上のスペクトルに変換される。
各検出器からのスペクトルのピークは、第９図に
示すように、その検出器が置かれている場所の共
鳴周波数すなわち磁場の値を等しくなる。そこ
で、基準となる磁場検出器２のひとつをあらかじ
め決めておき、この基準になる磁場検出器と各検
出器における共鳴周波数の差から磁場の不均一さ
を求める。 FID of FIG. 8b taken into computer 8
The signal is converted to a spectrum on the frequency axis corresponding to the magnetic field by FFT (fast Fourier transform).
The spectral peaks from each detector equal the resonant frequency or magnetic field value where the detector is located, as shown in FIG. Therefore, one of the reference magnetic field detectors 2 is determined in advance, and the non-uniformity of the magnetic field is determined from the difference in resonance frequency between this reference magnetic field detector and each detector.
なお、応用例ではあるが、複数個の磁場検出器
２の内の１個の磁場検出器を磁場中に固定してお
けば、磁場の経時変化の測定も可能である。すな
わち、この状態で多数回の測定を実行すると、固
定した磁場検出器の出力の変化により磁場の経時
変化を測定できるので、各測定値の磁場の経時変
化による装定誤差を補正できる。 Although this is an application example, if one of the plurality of magnetic field detectors 2 is fixed in a magnetic field, it is also possible to measure changes in the magnetic field over time. That is, if measurements are performed many times in this state, it is possible to measure changes in the magnetic field over time based on changes in the output of the fixed magnetic field detector, so it is possible to correct the installation error of each measured value due to changes in the magnetic field over time.
本実施例においては、複数個の磁場検出器を備
えそれらを切換えて用いるので、磁場の値を高速
に測定でき、磁場の経時変化があつてもその影響
が非常に少ない短時間（例えば１〜５分間）で測
定が完了し、信用できるデータが得られる。 In this example, since a plurality of magnetic field detectors are provided and used by switching between them, the value of the magnetic field can be measured at high speed, and even if the magnetic field changes over time, the effect is very small for a short period of time (e.g. The measurement is completed in 5 minutes) and reliable data is obtained.
また、データ処理部は各磁場検出器に共用する
から、装置構成は複雑にならない。 Furthermore, since the data processing section is shared by each magnetic field detector, the device configuration does not become complicated.
なお、本実施例においては、磁場検出器２を第
５図に示すように、円板上にマトリツクス状に配
列しているが、第１０図Ａ，Ｂに示すように、棒
状に並べて、測定毎に平行移動または回転させて
もよい。 In this embodiment, the magnetic field detectors 2 are arranged in a matrix on a disk as shown in FIG. 5, but they are arranged in a bar shape as shown in FIGS. It may also be translated or rotated each time.
本発明によれば、複数の磁場測定器を切換え、
静磁場全域にわたつて磁場強度を迅速かつ正確に
検出できるNMRイメージング装置が得られる。
According to the present invention, switching a plurality of magnetic field measuring devices,
An NMR imaging device capable of quickly and accurately detecting magnetic field strength over the entire static magnetic field can be obtained.
第１図および第２図はNMRイメージングの説
明図、第３図は逆投影法の説明図、第４図は本発
明によるNMRイメージング装置の一実施例の構
成を示すブロツク図、第５図は第４装置の磁場検
出器の配列を示す図、第６図は第４図装置の磁場
検出器の具体的構成を示す部分断面図、第７図は
第６図磁場検出器の同調回路を示す図、第８図は
データ取込みのタイムチヤート、第９図は周波数
をパラメータとして信号のピークと周波数の差を
示す図、第１０図ＡおよびＢは磁場検出器の他の
配列の例を示す図である。
１……照射コイル、２……磁場検出器、３……
マルチプレクサ、４……受信機、５……Ａ／Ｄ変
換器、６……送信機、７……高周波発信器、８…
…コンピユータ、９，１０……ゲート信号ライ
ン、２０……データ処理部、３０……筒状マグネ
ツト、４１……試料管、４２……検出コイル、４
３……ケース、４４……コネクタ、４５……キヤ
ツプ、４６……支持具、４７……ふた。
1 and 2 are explanatory diagrams of NMR imaging, FIG. 3 is an explanatory diagram of back projection method, FIG. 4 is a block diagram showing the configuration of an embodiment of the NMR imaging apparatus according to the present invention, and FIG. 5 is an explanatory diagram of NMR imaging. A diagram showing the arrangement of the magnetic field detector of the fourth device, FIG. 6 is a partial cross-sectional view showing the specific configuration of the magnetic field detector of the device shown in FIG. 4, and FIG. 7 shows a tuning circuit of the magnetic field detector of FIG. 6. Figure 8 is a time chart of data acquisition, Figure 9 is a diagram showing the difference between the signal peak and frequency using frequency as a parameter, and Figures 10 A and B are diagrams showing examples of other arrangements of magnetic field detectors. It is. 1... Irradiation coil, 2... Magnetic field detector, 3...
Multiplexer, 4... Receiver, 5... A/D converter, 6... Transmitter, 7... High frequency oscillator, 8...
... Computer, 9, 10 ... Gate signal line, 20 ... Data processing section, 30 ... Cylindrical magnet, 41 ... Sample tube, 42 ... Detection coil, 4
3... Case, 44... Connector, 45... Cap, 46... Support, 47... Lid.
Claims (1)
体等の被測定物を挿入し当該被測定物にパルス変
調された高周波を照射し核磁気共鳴を利用して被
測定物を断層撮像するNMRイメージング装置に
おいて、 前記磁場を測定するための基準試料を封入した
試料管と当該試料管に巻かれ上記パルス変調され
た高周波を印加するコイルとからなる磁場検出器
を可動板に複数個取り付けた磁場検出端と、前記
複数の磁場検出器からの核磁気共鳴信号を前記
NMRイメージング装置のデータ処理部に選択的
に入力するマルチプレクサとを有し、前記複数の
磁場検出器を取り付けた磁場検出端を移動させな
がら前記静磁場の不均一度を測定する手段を備え
たことを特徴とするNMRイメージング装置。 ２ 特許請求の範囲第１項に記載のNMRイメー
ジング装置において、 前記磁場検出端が、上記マグネツトの筒径に略
等しい径で前記筒の軸方向に移動可能な円板上に
前記複数個の磁場検出器をマトリツクス状に配列
した構造を有することを特徴とするNMRイメー
ジング装置。 ３ 特許請求の範囲第１項に記載のNMRイメー
ジング装置において、 前記磁場検出端が、前記マグネツトの筒の軸に
垂直な方向に平行移動または回転自在で前記軸方
向にも移動可能な棒状部材に前記複数個の磁場検
出器を一例に配列した構造を有することを特徴と
するNMRイメージング装置。[Claims] 1. An object to be measured, such as a human body, is inserted into the static magnetic field of a magnet formed in a cylindrical shape, and pulse-modulated high frequency waves are irradiated onto the object to be measured using nuclear magnetic resonance. In an NMR imaging device that takes tomographic images of objects, a magnetic field detector consisting of a sample tube enclosing a reference sample for measuring the magnetic field and a coil wound around the sample tube and applying the pulse-modulated high frequency wave is mounted on a movable plate. A plurality of magnetic field detection ends are attached to the magnetic field detector, and the nuclear magnetic resonance signals from the plurality of magnetic field detectors are
a multiplexer for selectively inputting data to a data processing section of the NMR imaging apparatus, and means for measuring the degree of non-uniformity of the static magnetic field while moving a magnetic field detection end to which the plurality of magnetic field detectors are attached. An NMR imaging device featuring: 2. In the NMR imaging apparatus according to claim 1, the magnetic field detection end detects the plurality of magnetic fields on a disk movable in the axial direction of the cylinder with a diameter substantially equal to the cylinder diameter of the magnet. An NMR imaging device characterized by having a structure in which detectors are arranged in a matrix. 3. In the NMR imaging apparatus according to claim 1, the magnetic field detection end is a rod-shaped member that is movable in parallel or rotatable in a direction perpendicular to the axis of the cylinder of the magnet and also movable in the axial direction. An NMR imaging apparatus characterized by having a structure in which the plurality of magnetic field detectors are arranged, for example.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58105254A JPS59230149A (en) | 1983-06-13 | 1983-06-13 | Nmr imaging device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58105254A JPS59230149A (en) | 1983-06-13 | 1983-06-13 | Nmr imaging device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59230149A JPS59230149A (en) | 1984-12-24 |
| JPH0250731B2 true JPH0250731B2 (en) | 1990-11-05 |
Family
ID=14402512
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58105254A Granted JPS59230149A (en) | 1983-06-13 | 1983-06-13 | Nmr imaging device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS59230149A (en) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61269053A (en) * | 1985-05-23 | 1986-11-28 | Yokogawa Electric Corp | Apparatus for correcting uniformity of magnetic field of nmr apparatus |
| FR2601459B1 (en) * | 1986-07-08 | 1988-08-05 | Thomson Cgr | NMR MACHINE PHANTOM AND METHOD FOR MEASURING CHARACTERISTICS OF A MAGNETIC FIELD USING SUCH A PHANTOM |
| JP5548895B2 (en) * | 2010-09-16 | 2014-07-16 | 株式会社神戸製鋼所 | Magnetic field correction apparatus and magnetic field correction method |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5421379A (en) * | 1977-07-18 | 1979-02-17 | Jeol Ltd | Measuring apparatus of intermagnetic pole magnetic fields |
| JPS5523499A (en) * | 1978-08-05 | 1980-02-19 | Emi Ltd | Method and apparatus for magnetogyric resonance test |
-
1983
- 1983-06-13 JP JP58105254A patent/JPS59230149A/en active Granted
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5421379A (en) * | 1977-07-18 | 1979-02-17 | Jeol Ltd | Measuring apparatus of intermagnetic pole magnetic fields |
| JPS5523499A (en) * | 1978-08-05 | 1980-02-19 | Emi Ltd | Method and apparatus for magnetogyric resonance test |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS59230149A (en) | 1984-12-24 |
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